(57)【要約】【課題】損傷した組織にも充分に密着して止血することができ、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる医療用繊維構造物、及び、該医療用積層体を提供する。【解決手段】セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロースからなる繊維構造物からなる医療用繊維構造物。【選択図】    なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロースからなる繊維構造物からなることを特徴とする医療用繊維構造物。
【請求項２】
セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロースは、下記一般式（１）で表されるセルロースのヒドロキシ基がヒドロキシアルキル化及びカルボキシル化されたセルロースであることを特徴とする請求項１記載の医療用繊維構造物。
【化１】
2019519619.tif 000005
式（１）中、ｎは整数を示し、Ｒは水素又は−Ｒ’ＯＨ基を示す。Ｒ’は、アルキレン基を示す。
【請求項３】
セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロースからなる繊維構造物の形態が、不織布、編物、織物、ガーゼ又は糸条であることを特徴とする請求項１又は２記載の医療用繊維構造物。
【請求項４】
請求項１、２又は３記載の医療用繊維構造物と、生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物との積層体からなることを特徴とする医療用積層体。
【請求項５】
生体吸収性高分子は、α−ヒドロキシ酸重合体高分子であることを特徴とする請求項４記載の医療用積層体。
【請求項６】
α−ヒドロキシ酸重合体高分子は、グリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、ジオキサノン及びトリメチレンカーボネートからなる群より選択される少なくとも１種のモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであることを特徴とする請求項５記載の医療用積層体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、損傷した組織にも充分に密着して止血することができ、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる医療用繊維構造物、及び、該医療用積層体に関する。
【背景技術】
【０００２】
外科分野において損傷又は脆弱化した臓器、組織を止血し、その修復を行うことは最も基本的な課題である。例えば、臓器の損傷による出血に対しては、止血して縫合する方法が現在でも最も一般的に用いられる外科的な手技である。また、組織の脆弱化や損傷に伴う体液の漏出や空気漏れ防止も、外科治療において大きな課題となっている。なかでも、呼吸器外科の分野においては、気胸や肺がん切除後の空気漏れ防止が大きな課題である。特に気胸は、適切な治療をしないと再発率も高く、治療にも難渋する疾病である。
【０００３】
気胸は、肺を切除した場合の断端や縫合部位、肺がんに対する肺部分切除部位、又は、外傷による肺組織の損傷部位から空気が胸腔内に漏れ出たり、あるいは肺胞の一部がのう胞化したりして（ブラと呼ばれる）、これが破れてその破れ目から空気が胸腔内に漏れ出たりすることにより生じる場合が多い。この漏れ出ている部分に対して、薬剤等を用いて、又は、人為的に化学熱傷を起こさせて肺組織と胸膜とを癒着させることで治療する胸膜癒着術という方法が用いられてきた。胸膜癒着術によれば、気胸の再発は一定程度防止できる。しかし、胸膜との癒着が不充分な場合には、再発の可能性が高い。仮に再度手術が必要になった場合には、肺組織が壁側胸膜に癒着しているために癒着を剥がす操作が必要となり、結果として手術時間の長期化や、癒着を剥がす際の出血という不具合が生じる。そこで、胸膜癒着術に代わる新しい治療方法が模索されていた。
また、消化器外科領域においては膵臓の部分切除後の断端からの膵液漏れ防止が大きな課題となっている。膵液は創傷治癒を司る肉芽組織を溶解してしまい、それの増殖を妨げてしまう。結果として膵臓の組織再生が困難となる。更に、漏出膵液により血管を消化して術後の大出血を引き起こしてしまう致命的な合併症になる危険性も懸念される。
【０００４】
これに対して、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用することで、肺組織の補強と肺表面のシールをする方法が行われるようになってきた。この方法によれば、従来の胸膜癒着術と比較して気胸の再発率が低下したと報告されている（非特許文献１〜４）。同様の方法は、消化器外科の分野において、肝臓切除後の出血防止等にも用いられている（非特許文献５）。
【０００５】
このような生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用する方法は、損傷した組織を止血し、脆弱な組織を補強するのに極めて有効である。しかしながら、充分に止血できなかったり、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまったりすることがあり、再手術の必要が生じることがあった。このような事例の発生確率は決して大きくはないものの、重篤な症状を引き起こす危険もあることから、より確実な補強方法が求められていた。また、血液製剤であるフィブリン糊は、未知のウイルス感染の可能性があるという問題もあった。
【０００６】
また、生体吸収性に優れる止血剤として、再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤も市販されている。再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤は、植物由来で安全性が高く、赤血球との塩形成による止血効果があるとされる。しかしながら、再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤は極めて酸性が高く、創傷治癒をかえって妨げてしまうことがあるという問題があった。また、再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤を用いた場合にも、充分に止血できなかったり、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまったりすることがあった。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Ｊ．Ｐｅｄｉａｔｒｉｃ  Ｓｕｒｇ，４２，１２２５−１２３０（２００７）
【非特許文献２】Ｉｎｔｅｒａｃｔ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｔｈｏｒａｃ．Ｓｕｒｇ，６，１２−１５（２００７）
【非特許文献３】日本呼吸器外科学会会誌，１９（４），６２８−６３０（２００５）
【非特許文献４】日本呼吸器外科学会会誌，２２（２），１４２−１４５（２００８）
【非特許文献５】臨床と研究，８４，１４８（２００７）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、上記現状に鑑み、損傷した組織にも充分に密着して止血することができ、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる医療用繊維構造物、及び、該医療用積層体を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロースからなる繊維構造物からなる医療用繊維構造物である。
以下に本発明を詳述する。
【００１０】
本願の発明者らは、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを損傷した組織に適用して止血したり、補強を行ったりした場合に、充分に止血できなかったり、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまう原因を検討した。その結果、フィブリン糊による接着部に原因があることを見出した。
フィブリン糊は、ごく短時間でゲル化する性質を有し、生体用の糊として極めて有用である。しかしながら、ゲル化したフィブリン糊は比較的硬いゲルであることから、衝撃によって凝集破壊したり、界面剥離したりしやすい。とりわけ肺組織の補強に用いた場合には、せきやくしゃみの際に極めて大きな圧力がかかり、その圧力によって凝集破壊、界面剥離してしまうことがあると思われる。ゲル化したフィブリン糊にはほとんど粘着性がないことから、いったん剥離してしまうと、再密着することができず、剥離部から空気漏れや体液漏れが生じていたものと考えられた。
【００１１】
本願の発明者らは、また、従来の再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤を損傷した組織に適用して止血したり、補強を行ったりした場合に、充分に止血できなかったり、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまったりする原因を検討した。その結果、再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤は、損傷した部位の表面の凹凸が大きい場合には、損傷した組織に対する密着性が低いことを見出した。
【００１２】
本願の発明者らは、更に鋭意検討の結果、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロースからなる繊維構造物を用いることにより、損傷した部位の表面の凹凸が大きい場合にも充分に損傷した組織に密着して確実に止血することができ、また、大きな圧力が加わった場合にも凝集破壊、界面剥離してしまうことなく、脆弱化した組織をより確実に補強して、空気漏れや体液漏れが生じないことを見出し、本発明を完成した。
【００１３】
本発明の医療用繊維構造物は、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたセルロース（以下、単に「エーテル化カルボキシル化セルロース」ともいう。）からなる繊維構造物からなる。
エーテル化カルボキシル化セルロースは、高い安全性が確認された化合物であり、フィブリン糊と同様に短時間でゲル化して、生体組織に貼着することができる。このようなエーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物からなる本発明の医療用繊維構造物を損傷した組織に貼着すれば、損傷した部位の表面の凹凸が大きい場合にでも充分に密着して確実に止血を行うことができる。更に、ゲル化後も一定の粘着力を有することから、仮に大きな圧力によって凝集破壊や界面剥離が生じたとしても、再密着して空気漏れや体液漏れを防止することができる。
【００１４】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースは、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化及びカルボキシル化されたものである。具体的には例えば、セルロースのヒドロキシ基がヒドロキシエチル基及びカルボキシル基に置き換わったヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロース、セルロースのヒドロキシ基がヒドロキシプロピル基及びカルボキシル基に置き換わったヒドロキシプロピル化カルボキシル化セルロース等のヒドロキシアルキル化カルボキシル化セルロースが挙げられる。なかでも、高い安全性が確認されていることから、ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースが好適である。
上記ヒドロキシアルキル化カルボキシル化セルロースの好適な一例を下記一般式（１）に示した。
【００１５】
【化１】
2019519619.tif 000002
【００１６】
式（１）中、ｎは整数を示し、Ｒは水素又は−Ｒ’ＯＨ基を示す。Ｒ’は、アルキレン基を示す。
【００１７】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースにおいて、上記エーテル化がヒドロキシエチル化である場合、該ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロース中のジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１〜１．５であることが好ましく、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１〜１．０であることが好ましい。
また無水グルコース単位当り結合しているアルキレンオキオキサイドの平均分子数（ＭＳ）の好ましい下限は１．０、好ましい上限は４．０であり、無水グルコース単位の２、３、６位の水酸基へのアルキレンオキサイドの平均置換度（ＤＳ）の好ましい下限は０．２、好ましい上限は２．５である。
なお、ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロース中のエチレングリコール基、ジエチレングリコール基及びトリエチレングリコール基のモル数、平均分子数（ＭＳ）、平均置換度（ＤＳ）は、例えば、ＮＭＲや熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定することができる。
【００１８】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースは、例えば、セルロースをカルボキシル化した後、更にエーテル化することにより製造することができる。
上記セルロースをカルボキシル化する方法としては、例えば、２，２，６，６−テトラメチルピペリジン−１−オキシル（ＴＥＭＰＯ）を酸化剤として次亜塩素酸ナトリウムを反応させることによりセルロース中の水酸基をアルデヒドに酸化し（ＴＥＭＰＯ酸化工程）、次いで、亜塩素酸ナトリウムを反応させることにより該アルデヒドをカルボキシル化（カルボキシル化工程）する方法等が挙げられる。
このようにして得られたカルボキシル化セルロースを、水酸化ナトリウム等のアルカリ水溶液で処理した後（アルカリ処理工程）、エチレンオキサイドを反応させてエーテル化（ヒドロキシエチル化）を行う（ヒドロキシエチル化工程）ことにより、エーテル化カルボキシル化セルロース（ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロース）を得ることができる。
このような方法により得られたヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースは、セルロースの主に６位にカルボキシル基が導入され、主に２位又は６位にヒドロキシエチル基が導入されている。
【００１９】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物は、吸水率の好ましい下限が２００％、好ましい上限が１０００％である。吸水率がこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より損傷した組織に密着して止血を行うことができる。吸水率が２００％未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、１０００％を超えると、ゲル強度が低くなる傾向がある。吸水率のより好ましい下限は４００％、より好ましい上限は８００％である。
なお、本明細書において吸水率は、以下の方法により測定することができる。
即ち、初期重量を測定したサンプルをシャーレ上に乗せ、該サンプル上に蒸留水をゆっくりと滴下する。サンプルが最大限の蒸留水を吸水したとき（これ以上蒸留水を滴下すると、サンプルから吸水できない蒸留水が溢れ出してしまうぎりぎりのとき）の重量を測定し、最大吸水重量とする。得られた初期重量及び最大吸水重量を用い、下記式により吸水率を算出することができる。
吸水率（％）＝（最大吸水重量−初期重量）／初期重量×１００ 
【００２０】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物は、吸湿率の好ましい下限が７％、好ましい上限が５０％である。吸湿率がこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より損傷した組織に密着して止血を行うことができる。吸湿率が７％未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、５０％を超えると、ゲル強度が低くなる傾向がある。吸湿水率のより好ましい下限は１０％、より好ましい上限は３５％である。
なお、本明細書において吸湿率は、以下の方法により測定することができる。
即ち、サンプルを１０５℃、２時間加熱した後、その重量を測定して絶乾重量とする。次いで、絶乾状態のサンプルを２０℃、６５％Ｒｈの環境下に７時間静置して調湿させた後、その重量を測定し、調湿後重量とする。得られた絶乾重量及び調湿後重量を用い、下記式により吸湿率を算出することができる。
吸湿率（％）＝（調湿後重量−絶乾重量）／絶乾重量×１００ 
【００２１】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物の形態は特に限定されず、不織布、編物、織物、ガーゼ、糸条が挙げられる。また、これらの形態を複合化したものであってもよい。なかでも、不織布が好適である。
【００２２】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物からなる繊維構造物が不織布である場合、該不織布の目付は特に限定されないが、好ましい下限は２０ｇ／ｍ２、好ましい上限は７００ｇ／ｍ２である。上記不織布の目付が２０ｇ／ｍ２未満であると、損傷した組織に充分に密着できないことがあり、７００ｇ／ｍ２を超えると、エーテル化カルボキシル化セルロースがゲル化するまでに時間を要してしまうことがある。上記不織布の目付のより好ましい下限は５０ｇ／ｍ２、より好ましい上限は５００ｇ／ｍ２である。
【００２３】
上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物の厚さは特に限定されないが、好ましい下限は５０μｍ、好ましい上限は１０ｍｍである。上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物の厚さが５０μｍ未満であると、充分に損傷した組織に充分に密着できないことがあり、１０ｍｍを超えると、吸水しにくく風合いが損なわれて、操作性が悪くなることがある。上記エーテル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物の厚さのより好ましい下限は５０μｍ、より好ましい上限は５ｍｍである。
【００２４】
本発明の医療用繊維構造物は、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、損傷した組織にも充分に密着して止血することができ、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる。また、本発明の医療用繊維構造物は、ほぼ中性であり、創傷治癒を妨げたりすることもない。
本発明の医療用繊維構造物は、外科分野において損傷又は脆弱化した臓器、組織の止血、空気漏れ防止、体液漏れ防止の為に用いることができる。
【００２５】
本発明の医療用繊維構造物は単独で用いてもよいが、他の生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物と積層した積層体として用いてもよい。このような積層体では、上記生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物により、より確実に止血と組織の補強とを行うことができる一方、本発明の医療用繊維構造物が、該生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物を損傷した組織に密着させる接着剤としての役割を果たすことができる。
本発明の医療用繊維構造物と、上記生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物との積層体からなる医療用積層体もまた、本発明の１つである。
【００２６】
本発明の医療用積層体において、本発明の医療用繊維構造物と上記生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物とは、複合一体化されていることが好ましい。複合一体化されることにより、より取扱い性が向上する。
上記複合一体化の方法としては特に限定されず、例えば、ニードルパンチ交絡、水流交絡、エアー交絡、交編、交織又は吹付紡糸（メルトブロー、電界紡糸）による方法が挙げられる。
なお、本明細書において複合一体化とは、積層された本発明の医療用繊維構造物と上記生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物とを１つのものとして取り扱うことができ、容易には剥離しない状態とすることを意味する。
【００２７】
上記生体吸収性高分子としては特に限定されず、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、ポリ（ｐ−ジオキサノン）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等のα−ヒドロキシ酸重合体高分子等の合成吸収性高分子や、コラーゲン、ゼラチン、キトサン、キチン等の天然吸収性高分子が挙げられる。これらは単独で用いられてもよく、２種以上が併用されてもよい。例えば、上記生体吸収性材料として上記合成吸収性高分子を用いる場合に、天然吸収性高分子を併用してもよい。なかでも、高い強度を示すことから、グリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、ジオキサノン及びトリメチレンカーボネートからなる群より選択される少なくとも１種のモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであるα−ヒドロキシ酸重合体高分子が好適であり、適度な分解挙動を示すことから、グリコリドを含むモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであるα−ヒドロキシ酸重合体高分子がより好適である。
【００２８】
上記生体吸収性材料としてポリグリコリド（グリコリドのホモポリマー又はコポリマー）を用いる場合、ポリグリコリドの重量平均分子量の好ましい下限は３００００、好ましい上限は１００００００である。上記ポリグリコリドの重量平均分子量が３００００未満であると、強度が不足して充分な組織補強効果が得られないことがあり、１００００００を超えると、体内分解速度が遅くなり、異物反応を起こすことがある。上記ポリグリコリドの重量平均分子量のより好ましい下限は５００００、より好ましい上限は３０００００である。
【００２９】
上記生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物の形態は特に限定されず、フィルムの他、不織布、編物、織物、ガーゼ、糸条が挙げられる。また、これらの形態を複合化したものであってもよい。
【００３０】
上記生体吸収性高分子からなるフィルム又は繊維構造物は、親水化処理が施されていてもよい。
上記親水化処理としては特に限定されず、例えば、プラズマ処理、グロー放電処理、コロナ放電処理、オゾン処理、表面グラフト処理又は紫外線照射処理等が挙げられる。なかでも、不織布の外観を変化させることなく吸水率を飛躍的に向上できることからプラズマ処理が好適である。
【発明の効果】
【００３１】
本発明によれば、損傷した組織にも充分に密着して止血することができ、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる医療用繊維構造物、及び、該医療用積層体を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】実施例で行った耐圧試験で用いた耐圧試験装置の模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００３３】
以下に実施例を挙げて本発明の態様を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例にのみ限定されるものではない。
【００３４】
（実施例１）
（１）ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物の調製
８０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２８０μｍのシングルニットを原料として、過酸化水素漂白法により漂白処理を施した。
漂白処理後のニットを、ＴＥＭＰＯ酸化溶液（ＴＥＭＰＯ濃度２０％ｏｗｆ、５％次亜塩素酸ナトリウム濃度１８０％ｏｗｆ、臭化ナトリウム１７．５％ｏｗｆ、ｐＨ１０の水溶液）中に２５℃、１０分間、浴比１：３０の条件で浸漬して、酸化した。酸化後のニットを３回水洗した後、亜塩素酸ナトリウム溶液（２５％亜塩素酸ナトリウム濃度２０％ｏｗｆ、ＣＧ１０００濃度１．０ｇ／Ｌ、ｐＨ３．８の水溶液）中に８０℃、９０分間、浴比１：１５の条件で浸漬して、カルボキシル化した。その後、湯洗い、水洗し、過酸化水素／水素化ホウ素ナトリウム溶液（３０％過酸化水素濃度１％ｏｗｆ、水素化ホウ素ナトリウム濃度５％ｏｗｆ、ＰＣＬ７０００濃度０．４ｇ／Ｌ、ｐＨ１０．５の水溶液）中に７０℃、２０分間、浴比１：２０の条件で浸漬して脱塩素処理及び一部形成したケトンを水酸基に戻す処理を行い、更に湯洗い、中和処理、及び、水洗を行い、カルボキシル化されたニットを得た。
【００３５】
得られたカルボキシル化されたニットを、２０％水酸化ナトリウム水溶液中に１５℃、３０分間、浴比１：４０の条件で浸漬してアルカリ化し後、２．５〜３．０ｋｇでパディングした。パディング処理後のニットを０．８ｍｏｌ／Ｌエチレンオキサイド／ヘキサン溶液中に５０℃、３０分間、浴比１：１５の条件で浸漬してヒドロキシエチル化を行った。反応後のニットをメタノール／メチルイソブチルケトン混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン＝３５：３５）７０ｍＬ中に２５℃、５分間、浴比１：３０の条件で浸漬して洗浄し、次いでメタノール／メチルイソブチルケトン／酢酸混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン：酢酸＝３５：３５：２．６）中に２５℃、１０分間、浴比１：３０の条件で浸漬して中和した。更に、中和後のニットをイソプロピルアルコール／水混合液（イソプロピルアルコール：水＝６３：７）中に２５℃、３分間、浴比１：３０の条件で浸漬し（２回）、アセトン中に２５℃、５分間、浴比１：６０の条件で浸漬した後、４０℃、２４時間乾燥して、ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物からなる医療用繊維構造物を得た。
得られた繊維構造物のヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースについて、熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定したところ、ジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１８、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１５であった。
【００３６】
（２）損傷した組織に対する密着性の評価
損傷した組織のモデルとして、焼いた鶏のレバーを準備した。得られた医療用繊維構造物の表面に精製水を滴下した後、この面側が接するように損傷組織モデルの中心に置いた。静置してから１５分後の医療用繊維構造物の状態について、手で引っ張っても全く剥がれなかった場合を「○○」、手で強く引っ張るとなんとか剥がれた場合を「○」、一見密着して見えても手で引っ張ると容易に剥がれた場合を「△」、一見して密着しておらず手で引っ張ると容易に剥がれた場合を「×」と評価した。
結果を表１に示した。
【００３７】
（３）医療用積層体の調製、及び、耐圧試験
厚さ１５０μｍのポリグリコリドからなる不織布（ネオベールＴｙｐｅＮＶ−Ｍ０１５Ｇ、グンゼ社製）を生体吸収性高分子からなる繊維構造物として準備した。
得られたヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物２枚／ポリグリコリドからなる不織布／ヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物１枚をこの順に積層し、ニードルパンチ交絡法により複合一体化して医療用積層体を得た。得られた医療用積層体を、直径９ｍｍの円形に打ち抜いたものを測定用試料とした。
【００３８】
図１に示した耐圧試験装置１を用いて耐圧試験を行った。
厚さ約１３０μｍのコラーゲンフィルム（ニッピ社製）を、直径２４ｍｍの円形に打ち抜き、７０％エタノールで洗浄後、水分を拭き取ってからフィルターホルダー２（メルクミリポア社製、スウィネクス（登録商標）２５）にセットした。フィルターホルダー２にセットしたコラーゲンフィルムの中心に、パンチを用いて直径３ｍｍの孔を形成した。このフィルターホルダーの下流側に、三方コック４を介して２０ｍｌシリンジ３（テルモシリンジＳＳ−２０ＥＳＺ、テルモ社製）及び圧力計５（デジタルマノメータＦＵＳＯ−８２３０、扶桑理化社製）をセットして耐圧試験装置とした。
【００３９】
得られた測定用試料のヒドロキシエチル化カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物２枚側の面に精製水を滴下した後、この面側が接するようにフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に置いた。静置してから１５分後にシリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して、耐圧性（初期耐圧性）を評価した。
初期耐圧性を評価した後、５分毎に５回、シリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して繰り返し耐圧性の評価を行った。
結果を表２に示した。
【００４０】
（実施例２）
ＴＥＭＰＯ酸化工程で用いるＴＥＭＰＯ酸化溶液として、ＴＥＭＰＯ濃度２０％ｏｗｆ、５％次亜塩素酸ナトリウム濃度３５０％ｏｗｆ、臭化ナトリウム１７．５％ｏｗｆ、ｐＨ１０の水溶液のＴＥＭＰＯ酸化溶液を用いた以外は実施例１と同様にして、医療用繊維構造物及び医療用積層体を製造し、損傷した組織に対する密着性の評価と耐圧試験とを行った。
結果を表１及び表２に示した。
【００４１】
（比較例１）
生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用したときの耐圧性を以下の方法により評価した。
厚さ１５０μｍのポリグリコリドからなる不織布（ネオベールＴｙｐｅＮＶ−Ｍ０１５Ｇ、グンゼ社製）を直径９ｍｍの円形に打ち抜いた。
実施例１で準備した耐圧試験装置のフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に、孔を避けるようにして、フィブリン糊（ＣＳＬベーリング社製、ベリプラストＰ）のＡ液２０μＬを滴下し、直径９ｍｍ程度に広げた。次いで、該広げたＡ液の上に、直径９ｍｍの円形に打ち抜いた不織布を載せ、Ａ液になじませた。次いで、Ａ液４０μＬを不織布上に滴下し、充分になじませた。次いで、Ｂ液４０μＬを不織布上に滴下した。
Ｂ液を滴下してから１５分後にシリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して、耐圧性（初期耐圧性）を評価した。
初期耐圧性を評価した後、更に５分毎に４回、シリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して繰り返し耐圧性の評価を行った。
結果を表１に示した。
【００４２】
（比較例２）
８０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２８０μｍのシングルニットを原料として、過酸化水素漂白法により漂白処理を施した。
漂白処理後のニットを、ＴＥＭＰＯ酸化溶液（ＴＥＭＰＯ濃度２０％ｏｗｆ、５％次亜塩素酸ナトリウム濃度１８０％ｏｗｆ、臭化ナトリウム１７．５％ｏｗｆ、ｐＨ１０の水溶液）中に２５℃、１０分間、浴比１：３０の条件で浸漬して、酸化した。酸化後のニットを３回水洗した後、亜塩素酸ナトリウム溶液（２５％亜塩素酸ナトリウム濃度２０％ｏｗｆ、ＣＧ１０００濃度１．０ｇ／Ｌ、ｐＨ３．８の水溶液）中に８０℃、９０分間、浴比１：１５の条件で浸漬して、カルボキシル化した。その後、湯洗い、水洗し、過酸化水素／水素化ホウ素ナトリウム溶液（３０％過酸化水素濃度１％ｏｗｆ、水素化ホウ素ナトリウム濃度５％ｏｗｆ、ＰＣＬ７０００濃度０．４ｇ／Ｌ、ｐＨ１０．５の水溶液）中に７０℃、２０分間、浴比１：２０の条件で浸漬して脱塩素処理及び一部形成したケトンを水酸基に戻す処理を行い、更に湯洗い、中和処理、及び、水洗を行い、カルボキシル化セルロースからなる繊維構造物からなる医療用繊維構造物を得た。
得られた医療用繊維構造物を用いた以外は実施例１と同様にして、損傷した組織に対する密着性の評価を行い、また、医療用積層体を製造し、耐圧試験を行った。
結果を表１及び表２に示した。
【００４３】
（比較例３）
繊維構造物として市販の再生酸化セルロースからなる可吸収性止血剤（ジョンソン・エンド・ジョンソン社製、サージセル）を用いた以外は実施例１と同様にして、損傷した組織に対する密着性の評価を行い、また、医療用積層体を製造し、耐圧試験を行った。
結果を表１及び表２に示した。
【００４４】
（比較例４）
８０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２８０μｍのシングルニットを原料として、過酸化水素漂白法により漂白処理を施した。
漂白処理後のニット３．５５ｇを、１４０ｍＬの１０％水酸化ナトリウム水溶液中に１５℃、３０分間浸漬して、セルロースをアルカリ化した。アルカリ処理後のニットを、２．５〜３．０ｋｇでパディングした。
次いで、得られたアルカリセルロースからなるニット１２．２５ｇを、５０ｍＬの０．８ｍｏｌ／Ｌエチレンオキサイド／ヘキサン溶液中に２５℃で浸漬し、その後、５０℃、３時間反応を行った。反応後のニットをメタノール／メチルイソブチルケトン混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン＝３５：３５）７０ｍＬ中に２５℃、５分間浸漬して洗浄し、次いでメタノール／メチルイソブチルケトン／酢酸混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン：酢酸＝３５：３５：２．６）７２．６ｍＬ中に２５℃、１０分間浸漬して中和した。更に、中和後のニットをイソプロピルアルコール／水混合液（イソプロピルアルコール：水＝６３：７）７０ｍＬ中に２５℃、３分間浸漬し、アセトン７０ｍＬ中に２５℃５分間浸漬した後、４０℃、２４時間乾燥して、ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物を得た。
得られた繊維構造物のヒドロキシエチル化セルロースについて、熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定したところ、ジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．２０、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．２１であった。
【００４５】
【表１】
2019519619.tif 000003
【００４６】
【表２】
2019519619.tif 000004
【産業上の利用可能性】
【００４７】
本発明によれば、損傷した組織にも充分に密着して止血することができ、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる医療用繊維構造物、及び、該医療用積層体を提供することができる。
【符号の説明】
【００４８】
１  耐圧試験装置
２  フィルターホルダー
３  シリンジ
４  三方コック
５  圧力計
６  孔が開けられたコラーゲンフィルム
【図１】
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【国際調査報告】
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